JP5742985B2 - 放射線画像撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システムに係り、特に、タルボ・ロー干渉計方式を用いた放射線画像撮影装置及びそれにより撮影された画像の処理を行う放射線画像撮影システムに関する。

日本におけるリウマチ疾患の罹患率は１％にも達しており、今や国民病ともされている。その初期症状として軟骨部の磨り減り（軟骨破壊）や微細な骨形状や骨梁の変化が観察され、症状が進行したところで骨部の形状の大きな変化が観察される。したがって、リウマチ疾患は、軟骨部の形状や微細な骨形状や骨梁の変化を観察することで病状の診断が可能であり、症状の進行を止める治療方法しかない現在の段階では早期発見による治療への移行が重要である。

リウマチ疾患の上記初期症状は、手軽な検査方法であるＸ線写真では検出することが非常に難しく、発症しているか否かを判断し難い。

一方、軟部組織の変化を発見するためには、最近、放射線画像撮影に代わり、ＭＲＩ（magnetic resonance imaging）等により得られた画像を用いた診断が検討されている。また、最近では、放射線画像撮影のうち、放射線が平行に直進する放射光を取り出し、これを用いて軟骨部を撮影する技術も報告されている。しかし、ＭＲＩによる撮影は費用や診察に要する時間等の観点から被撮影者の負担が大きく、一般の定期検診等に組み込んで行うことは難しいことから、撮影を定期的に行い手指等の関節部の変化を経時的に観察することは困難であるという問題があった。

また、放射光を用いた撮影を行うためには、巨大な撮影設備が必要であり、また、撮影に数十分の時間を要する場合もあるため、一般の医療施設において診療に使用することは困難である。このようなことから、簡便に関節形状や骨形状の微細な変化や腫れなどの軟部組織の疾患を早期に診断できるようにすることが望まれている。

例えばリウマチ疾患早期の診断を行うには、患部の微細な症状を識別できる鮮鋭性の高い放射線画像を撮影する必要があるわけであるが、鮮鋭性の高い放射線画像が得られる放射線画像撮影装置としては、例えば特許文献１に示すような放射線画像撮影装置を用いて位相コントラスト画像を撮影する技術が知られている。この技術によれば、通常の吸収によって形成される放射線画像では十分なコントラストが得られないＸ線吸収の低い被写体に対しても、その辺縁部（エッジ部）のコントラストを強調した画像を得ることができる。そして、この技術はリウマチを代表とする関節疾患の他、そのほとんどが軟部組織であり、さらに微細な石灰化の検出が必要である乳房撮影、骨のほとんどが軟骨である小児撮影など、様々な部位に適用することができる。

そして、被写体の辺縁部のコントラストをさらに強調することができる技術として、例えば特許文献２に回折格子によるタルボ効果を用いたタルボ干渉計方式のＸ線撮影装置が開示されている。また、タルボ干渉計方式を改良したタルボ・ロー干渉計方式を用いたＸ線撮影方法が提案されている（非特許文献１参照）。

特開２００４−２４８６９９号公報 国際公開第２００４／０５８０７０号

百生敦，「Ｘ線位相イメージングの最近の展開」，Medical Imaging Technology（日本医用画像工学会誌），日本医用画像工学会，２００６年１１月，第２４巻，第５号，ｐ．３５９−３６６

しかしながら、特許文献２に記載されているタルボ干渉計方式では、放射光Ｘ線源が使用されており、特殊な施設が必要であるため、広く一般の診療施設で利用することができないという問題がある。また、低エネルギーのＸ線を照射することが想定されている。これは、低エネルギーのＸ線の方が位相コントラストの効果大きいことと、さらに従来のＸ線画像で利用されている吸収コントラストも強いためである。しかし、低すぎるエネルギーのＸ線は人体への吸収が多く検出器への到達線量が少ないため、検出器での信号が程度のＳＮを得るためには照射線量を多くする必要が生じ、このことは被曝量が多くなるとことにつながる。また、照射線量が増えることは、撮影時間が長くなることにつながる。しかし、長時間の撮影時間の間に被写体である人体が動かないようにすることは困難である。そして、被写体が動くことで、被写体の辺縁部がぶれたＸ線画像が撮影されてしまい、被写体の辺縁部のコントラストを強調することができるというタルボ干渉計方式の特性が減退してしまう。

一方、照射するＸ線のエネルギーが高すぎると、照射時間は短くなるが、人体を構成する骨や軟部の組織等のコントラストが十分に得られないという知見が得られている。有効にコントラストが得られなければ被写体である人体の診断に使用しうるＸ線画像が得られないという問題点がある。

このように、タルボ干渉計方式の放射線画像撮影装置を医療用に用いる場合、使用できるＸ線のエネルギー（正確には平均エネルギー）の範囲は比較的狭い。しかも、タルボ効果を生じさせてタルボ干渉計方式を実現するためには、後述するように第一回折格子と第二回折格子との距離や各回折格子を構成する回折部材の間隔（格子周期）等に大きな制約を受ける。このように、タルボ干渉計方式を、人体の、特に軟骨組織等のＸ線では撮影し難い部分の撮影に応用する場合、極めて厳しい条件をクリアするように構成しなければならない。

また、非特許文献１に記載されているタルボ・ロー干渉計方式では、タルボ干渉計方式のＸ線源と被写体との間にマルチスリットが配置される。マルチスリットによりＸ線源が多光源化するので、大きい焦点径のＸ線管を使用してもタルボ効果を有効に利用することができる反面、装置の構造的により複雑になり、マルチスリットと他の部材との関係等の条件が加わるため、構成上の条件はさらに厳しくなり、そのようなより厳しい条件のクリアが求められる。

一方、タルボ干渉計方式の放射線画像撮影装置は、照射されるＸ線の放射線量がタルボ・ロー干渉計方式の場合に比べて小さい反面、単独のＸ線源からＸ線が照射されるため非常に鮮明なＸ線画像が得られるという利点がある。それに対し、タルボ・ロー干渉計方式では、マルチスリットにより多光源化されるためタルボ干渉計方式に比べるとＸ線画像の鮮明度の点では若干劣るが、タルボ干渉計方式に比べて高出力のＸ線を照射でき、より短時間で撮影することができるという利点がある。

そして、１つの放射線画像撮影装置でこれらの各方式を切り替えることができるように構成すれば、例えばＸ線画像を撮影する目的に応じて各方式を切り替えてそれらの利点を十分に生かしたＸ線画像を得ることが可能となり、非常に便利である。また、このように構成されていれば、タルボ干渉計方式とタルボ・ロー干渉計方式とを適切に切り替えて診断を適切に行うことが可能となる。

前記のように、タルボ干渉計方式やタルボ・ロー干渉計方式を、リウマチを代表とする関節疾患の他、そのほとんどが軟部組織であり、さらに微細な石灰化の検出が必要である乳房撮影、骨のほとんどが軟骨である小児撮影など、様々な部位に適用することが期待されている。しかし、そのためには上記のような極めて厳しい条件をクリアするように構成しなければならない。

本発明は、タルボ干渉計方式やタルボ・ロー干渉計方式を用いて人体の軟骨組織等の辺縁部のコントラストを強調した良好なＸ線画像を得ることができる放射線画像撮影装置及びその撮影画像を処理する放射線画像撮影システムを提供することを目的とする。

前記の問題を解決するために、請求項１に記載の放射線画像撮影装置は、
Ｘ線を照射するＸ線管と、
被写体台と、
複数の格子と、
前記複数の格子を通過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
を備え、
前記複数の格子を相対的に移動させて、複数の撮影を行い、生成された複数の画像に基づいて、被写体の撮影部位の画像を再構成する放射線画像撮影装置であって、
手指の関節を前記被写体の撮影部位とし、
前記Ｘ線管、前記被写体台、前記複数の格子、および前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線管から前記被写体台および前記複数の格子を介して前記Ｘ線検出器に照射されるＸ線の照射方向が床面に対して鉛直方向になるように配列され、
前記被写体台は、被検者側に向けて水平方向に、前記Ｘ線検出器の端部より外側に突出し、前記被写体の手指から肘にかけての部分を載置可能に構成されていることを特徴とする。

請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の放射線画像撮影装置において、前記被写体台は、鉛直方向に昇降可能であることを特徴とする。

本発明によれば、タルボ効果を十分に発揮させてモアレ縞画像中に被写体の形状を精度良く検出することが可能となる。その際、Ｘ線管から照射されたＸ線をマルチスリットで多光源化して、あたかも微小焦点Ｘ線管が存在するようにする。タルボ効果が得られる十分小さいスリット幅のマルチスリットを使用することにより、Ｘ線管球には焦点径の大きいものを用い高出力のＸ線を得ることにより、数分の一秒以下の短時間照射することで、被写体である人体の動きによるぶれがないＸ線画像が得られ、人体への被曝線量が低減され、診断に使用できるだけのコントラストのある画像を得ることができる。

また、それとともに、光源としてのマルチスリットとＸ線検出器との距離、マルチスリットと第一回折格子との距離、及びマルチスリットのスリット間隔を的確に設定することでＸ線の短時間の照射でも十分明瞭なＸ線画像を得ることが可能となる。そのため、リウマチを代表とする関節疾患の他、そのほとんどが軟部組織であり、さらに微細な石灰化の検出が必要である乳房撮影、骨のほとんどが軟骨である小児撮影など通常のＸ線撮影装置ではＸ線画像が得られ難い様々な部位に対してタルボ・ロー干渉計方式を用いてその辺縁部のコントラストを強調した良好なＸ線画像を得ることが可能となる。

本実施形態に係る放射線画像撮影システムの全体構成の一例を示す図である。 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の構成例を示す図である。 図２の放射線画像撮影装置の内部構成を示す図である。 マルチスリットの構成を示す斜視図である。 第一回折格子、第二回折格子及び温度センサの斜視図である。 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の制御構成を示すブロック図である。 放射線画像撮影装置をタルボ干渉計方式とした場合のＸ線の透過及びモアレ縞を説明する要部斜視図である。 放射線画像撮影装置をタルボ・ロー干渉計方式とした場合のＸ線の透過及びモアレ縞を説明する要部斜視図である。 図７のＩ−Ｉ断面図である。 図７のＩＩ−ＩＩ断面図である。 マルチスリットの各スリットを通過したＸ線による第一回折格子の自己像が第二回折格子上でピントがあった状態を説明する図である。 タルボ干渉計方式の放射線画像撮影装置におけるＸ線管、被写体、第一回折格子、第二回折格子、Ｘ線検出器の位置関係を説明する説明図である。 タルボ・ロー干渉計方式の放射線画像撮影装置におけるＸ線管、マルチスリット、被写体、第一回折格子、第二回折格子、Ｘ線検出器の位置関係を説明する説明図である。 被写体を第一回折格子と第二回折格子の間に配置するように構成した放射線画像撮影装置の構成例を示す図である。

以下、本発明に係る放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。ただし、発明の範囲は図示例に限定されない。

本実施形態では、放射線画像撮影システム１００は、図１に示すように、放射線であるＸ線を照射することにより被写体の画像を生成する放射線画像撮影装置１と、放射線画像撮影装置１によって生成された画像の画像処理等を行う画像処理装置３０と、画像処理装置３０によって画像処理等が行われた画像等を表示又はフィルム出力等する画像出力装置５０とから構成されている。各装置は、例えば図示しないスイッチングハブ等を介してＬＡＮ（Local Area Network）等の通信ネットワーク（以下単に「ネットワーク」という。）Ｎに接続されている。

なお、放射線画像撮影システム１００の構成は、ここに例示したものに限定されず、例えば、画像処理装置３０と画像出力装置５０とが一体化されて、１つの装置によって画像処理と画像処理された画像の出力（表示又はフィルム出力等）とを行うように構成してもよい。

放射線画像撮影装置１には、図２及び図３に示すように、支持基台３が床面にボルト等で固定された支持台２に対して昇降自在に設けられている。支持基台３には、撮影装置本体部４が支持軸５を介して支持されている。支持軸５は、筒状の支持外筒５ａとその内側の支持内軸５ｂとで構成されており、支持外筒５ａは支持内軸５ｂの外側でＣＷ方向及びＣＣＷ方向に回動されるようになっている。

支持基台３には、その昇降及び支持軸５の回動を駆動する駆動装置６が備えられており、駆動装置６は、図示しない公知の駆動モータ等を備えている。撮影装置本体部４は支持外筒５ａに固定されており、支持軸５を介して支持基台３の昇降にあわせて昇降するようになっている。また、撮影装置本体部４は、支持軸５の支持外筒５ａがＣＷ方向及びＣＣＷ方向に回動されることにより支持軸５を回動軸として回動するようになっている。

撮影装置本体部４内には、略棒状の保持部材７が上下方向に延びるように固定されている。保持部材７の上部には、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線管８が昇降自在に支持されており、Ｘ線管８は、図示しない公知の駆動モータ等を備える位置調整装置９で昇降されて位置が調整される。Ｘ線管８には、電力を供給する電源部１０が支持基台３や支持軸５、撮影装置本体部４を介して接続されている。Ｘ線管８のＸ線放射口には、Ｘ線照射野を調節するための絞り８ａが、開閉自在に設けられており、絞り８ａはＸ線管８とともに昇降する。

Ｘ線管８は、１５〜６０ｋｅＶの平均エネルギーを有するＸ線を照射するものが用いられる。これは、照射するＸ線の平均エネルギーが１５ｋｅＶ未満では、照射するＸ線のほとんど大部分が被写体で吸収されてしまうために、被写体の被曝線量が非常に大きくなってしまい、臨床での利用は好ましくない。また、照射するＸ線の平均エネルギーが６０ｋｅＶより大きいと、人体を構成する骨や軟部の組織等のコントラストが十分に得られず、得られたＸ線画像が診断等に用いることができない可能性があるためである。

Ｘ線管８としては、例えば、医療現場で広く用いられているクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管が好ましい。その際、Ｘ線管球のターゲット（陽極）に乳房撮影で使用されるＭｏ（モリブデン）を用いた場合（この場合は、通常、30μm厚のモリブデンフィルタを付加する）、一般に管電圧の設定値が２２ｋＶｐで１５ｋｅＶのＸ線が照射され、管電圧の設定値が３９ｋＶｐで２１ｋｅＶのＸ線が照射される。また、ターゲットに一般撮影で使用されるＷ（タングステン）を用いた場合、管電圧の設定値が３０、５０、１００、１５０ｋＶｐでそれぞれ２２、３２、４７、６０ｋｅＶのＸ線が、通常照射される。

本実施形態のようにリウマチを代表とする関節疾患の他、そのほとんどが軟部組織であり、さらに微細な石灰化の検出が必要である乳房撮影、骨のほとんどが軟骨である小児撮影等の関節疾患を対象とした放射線画像撮影装置１の場合、Ｘ線の平均エネルギーの中でも特に低Ｘ線エネルギー（低管電圧に設定）のＸ線照射で、位相コントラスト効果により鮮明度が向上し診断能が向上するので、照射するＸ線の平均エネルギーは好ましくは１５〜３２ｋｅＶである。被曝線量等を考慮すると、ターゲットとしてＷを用いた２０〜２７ｋｅＶであることがさらに好ましい。

放射線画像撮影装置１は、後述するタルボ干渉計方式とタルボ・ロー干渉計方式とを切り換えられるようになっている。Ｘ線管８の焦点径は、タルボ干渉計方式として使用される場合には、上記の平均エネルギーの範囲のＸ線を照射でき、且つ実用上の出力強度が得られるように１μｍ以上に設定されるようになっている。十分なＸ線強度を得るために焦点径は７μｍ以上であれば好ましい。
また、後述する第一回折格子に入射するＸ線は、可干渉性を有する必要がある。Ｘ線が１５〜６０ｋｅＶの平均エネルギーを有するＸ線が用いられる点と、後述するように撮影装置として長くても２ｍ程度が上限である点より、可干渉性を有するには、Ｘ線管８の焦点径は５０μm以下であることが好ましい。さらに、可干渉性を良くし、後述するタルボ効果をより有効に利用し鮮明な画像を得るためには３０μm以下であることが好ましい。

また、放射線画像撮影装置１がタルボ・ロー干渉計方式として使用される場合には、上記のように、第一回折格子に入射するＸ線は可干渉性を有する必要があり、可干渉性を有するにはＸ線管８の焦点径はより小さい径であることが好ましい。本発明では、Ｘ線管８から照射されたＸ線が後述するマルチスリット１１で多光源化されるので、Ｘ線管８には高出力が要請されることもあり、Ｘ線管８の焦点径としてはそれほど小さくする必要はない。

そこで、本実施形態に於けるタルボ・ロー干渉計方式では、Ｘ線管８の焦点径が１０μｍ以上に設定される。具体的にはＸ線管８の焦点径は１０〜５００μｍが好ましく、５０μｍ以上であればより好ましい。実用的には、１００〜３００μｍの焦点径が好ましく採用される。なお、Ｘ線管８の焦点径は、ＪＩＳ Ｚ ４７０４−１９９４の７．４．１焦点試験の（２．２）スリットカメラに規定されている方法で測定することができる。また、１回の撮影ごとのＸ線の照射は数分の一秒間程度、長くても２〜３秒以下で終了するように設定することができる。

本実施形態では、Ｘ線管８の焦点径の切り換えは、後述する制御装置によりＸ線管球のターゲットの角度が変えられることにより行われる。ターゲットの角度を切り換えるには、ターゲットを傾けて切り換える方法や、あらかじめ２つの角度を持つターゲットを作製しておき、電子線が照射されるターゲットの位置を変えることにより角度を切り換える方法などがある。この他にも、例えば、ターゲットに照射される電子線の領域を変更することにより焦点径を切り換えたり、焦点径が異なる複数のＸ線管を備えておき、タルボ干渉計方式とタルボ・ロー干渉計方式との切り換えに際してＸ線管８自体を別のものに交換するように構成することも可能である。

なお、Ｘ線管８は、照射するＸ線の波長分布の半値幅が、当該Ｘ線のピーク波長の０．１倍以下であるものが好ましく、Ｘ線管８は、このような条件を満たすものであれば上記のクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管に限定されず、マイクロフォーカスＸ線源等であってもよい。

Ｘ線管８の下方には、マルチスリット１１が配設されている。マルチスリット１１は、放射線画像撮影装置１がタルボ・ロー干渉計方式として使用される場合にはＸ線管８から照射されたＸ線の光路上に配置され、放射線画像撮影装置１がタルボ干渉計方式として使用される場合には前記光路上から離脱されるようになっている。

マルチスリット１１は、図４に示すように、複数のスリット１１１が平行になるように設けられた薄板で構成されている。薄板には、例えば、鉛やタングステンなどＸ線を遮蔽する（Ｘ線の吸収が大きい）素材が用いられ、また、各スリット１１１の開口部の幅（すなわちいわゆるスリット幅）は１〜５０μｍ程度、タルボ効果を有効に利用してかつ十分なＸ線量を得るためには、好ましくは７〜３０μm程度に形成されている。これにより、後述する第一回折格子に入射するＸ線が可干渉性を有するようになりながら多光源化される。なお、マルチスリット１１のスリット１１１相互間の間隔ｄ０については後述する。

また、マルチスリット１１の複数のスリット１１１は、Ｘ線管８から照射されるＸ線の照射野内にのみ形成されている。マルチスリット１１は、図３に示すように、支持部材１１２を介して保持部材７に昇降自在に支持されており、位置調整装置９で保持部材７に沿って昇降されて位置調整されるようになっている。

本実施形態では、マルチスリット１１は、位置調整装置９の駆動により保持部材７に対して保持部材７の軸周りに回動できるようになっており、放射線画像撮影装置１をタルボ干渉計方式として使用する場合にはマルチスリット１１を保持部材７周りに回動させて前記光路上から離脱させる。また、放射線画像撮影装置１をタルボ・ロー干渉計方式として使用する場合にはマルチスリット１１を保持部材７周りに回動させて前記光路上に配置させる。

なお、この回動動作を他の駆動装置で行わせたり、手動で行うように構成することも可能である。また、この他にも、例えば、マルチスリット１１と保持部材７との連結部分を伸縮自在に構成して、マルチスリット１１を保持部材７方向或いは保持部材７から離れる方向に移動させてＸ線の光路上に配置し、或いは光路上から離脱させるように構成することも可能である。

マルチスリット１１は、複数のスリット１１１の延在方向が後述する第一回折格子１５の回折部材１５２の延在方向に対して平行になるように配設される。また、Ｘ線管８から照射されたＸ線が図２に示すようにＸ線管８から離れるほど広がっていくため、マルチスリット１１をＸ線管８から離れた位置に配置すると、マルチスリット１１の面積を大きくせざるを得なくなるとともに、被写体Ｈにぶつかったりして撮影の邪魔になる。そのため、マルチスリット１１はＸ線管８の焦点から１〜１０ｃｍ程度の位置に配置されることが好ましい。なお、本発明において、Ｘ線管８と他の部材との距離とは、正確にはＸ線管８の焦点と他の部材との距離を表す。

Ｘ線管８の下方には、被写体Ｈを載置するための被写体台１２が床面にほぼ平行な状態になるように支持軸５の支持内軸５ｂから延設されている。被写体台１２や支持内軸５ｂは撮影装置本体部４や保持部材７には固定されておらず、前述したように撮影装置本体部４は支持軸５の支持外筒５ａの回動によりＣＷ方向及びＣＣＷ方向に回動されても、被写体台１２はそれにあわせて回動しない。

被写体台１２は、必要に応じて支持内軸５ｂ周り等に回転することも可能とされており、また、必要に応じて被写体Ｈは上方から圧迫板１３で圧迫されて固定される。圧迫板１３は図示しない支持部材で被写体台１２に支持されている。圧迫板１３の移動は、自動又は手動のいずれも適用可能である。

被写体台１２は、このように支持軸５を介して支持基台３の昇降にあわせて昇降するようになっており、支持基台３を昇降させて、例えば被検者が被写体Ｈである腕を被写体台１２に載せて疲れにくい姿勢をとることができるような位置に調整される。また、被写体台１２の下面には、被験者が脚をぶつけることなく撮影位置につくことができるよう、プロテクタ１４がほぼ鉛直方向に延在して設けられている。これにより、被検者は椅子Ｘに座った状態で、後述する第一回折格子１５等に脚をぶつけることなく、また、Ｘ線により被曝することなく撮影位置につくことができる。なお、圧迫板１３及びプロテクタ１４は必須の構成要素ではなく、圧迫板１３及びプロテクタ１４を用いない構成としてもよい。

保持部材７の中央部には、被写体台１２の下側に第一回折格子１５が昇降自在に支持されており、保持部材７の下部には、第二回折格子１６が昇降自在に支持されている。第一回折格子１５と第二回折格子１６とは、互いに平行に配置されるように保持されている。第一回折格子１５と第二回折格子１６の構成及びそれらと後述するＸ線検出器１７との位置関係については後で詳しく述べる。

前述したように、Ｘ線管８から照射されたＸ線はマルチスリット１１で多光源化されるため、マルチスリット１１を光源のように考えることができる。そして、第一回折格子１５と光源との距離が的確に調整される必要があり、マルチスリット１１がＸ線の光路上から離脱されたタルボ干渉計方式の場合には、Ｘ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌは、第一回折格子１５が位置調整装置９により保持部材７に対して昇降されて調整される。また、マルチスリット１１がＸ線の光路上に配置されたタルボ・ロー干渉計方式の場合には、前述したように、Ｘ線管８から照射されたＸ線はマルチスリット１１で多光源化されるため、マルチスリット１１を光源のように考えることができる。そのため、第一回折格子１５と光源としてのマルチスリット１１との距離Ｌが、第一回折格子１５が位置調整装置９により保持部材７に対して昇降されて調整される。

また、第一回折格子１５から第二回折格子１６までの距離Ｚ１は、第二回折格子１６が位置調整装置９により保持部材７に対して昇降されて調整される。なお、本実施形態では、第一回折格子１５および第二回折格子１６は、それぞれ独立に位置調整装置９で昇降される。

また、第一回折格子１５と第二回折格子１６には、例えば図５に示すように、Ｘ線により撮影されない位置にそれらの温度を測定する温度センサ１５ａ、１６ａがそれぞれ配設されている。なお、例えば、第一回折格子１５と第二回折格子１６の温度がそれぞれの面内で均一となるようにＸ線撮影を阻害せず熱伝導性が良いものを第一回折格子１５と第二回折格子１６とにそれぞれ貼り付けたり、例えば電流の向きや電流の大きさを制御して加熱や冷却を行うことができるペルチェ素子等を第一回折格子１５や第二回折格子１６に配設してそれらの加熱や冷却を行うことができるように構成することも可能である。

図２及び図３に示すように、第二回折格子１６の下方には、Ｘ線検出器１７を支持する検出器支持台１８が保持部材７に対して昇降自在に支持されており、検出器支持台１８は前述した位置調整装置９により第一回折格子１５等とは独立に昇降されて位置調整される。

Ｘ線検出器１７は、Ｘ線管８に対向するように検出器支持台１８上に支持されている。図２及び図３等では、Ｘ線検出器１７と第二回折格子１６とが別体であることを示すためにそれらの間にある程度の距離Ｚ２があいているように表現されているが、実際には、Ｘ線検出器１７と第二回折格子１６とは互いに当接した状態で配設されることが好ましい。これは、第二回折格子１６とＸ線検出器１７の距離が離れるほど、モアレ縞がぼけてしまうからである。すなわち図３における距離Ｚ２がほぼ０になるように配置される。
なお、第二回折格子１６とＸ線検出器１７を一体的に構成することも可能である。また、Ｘ線検出器１７の下側や検出器支持台１８の内部等には、Ｘ線検出器１７の下方にある人体へのＸ線照射による被曝を防ぐために図示しない放射線遮蔽部材が設けられている。

Ｘ線検出器１７は、図示を省略するパネルや検出器制御部等がバスで接続されて構成されている。そして、Ｘ線管８から放射され被写体Ｈを透過したＸ線量を検出してＸ線画像データとしてネットワークＮ（図１参照）を介して画像処理装置３０に出力する。

Ｘ線検出器１７としては、Ｘ線量を画素ごとにデジタル情報として検出するＦＰＤ（Flat Panel Detector）やＣＲ（Computed Radiography）、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）を用いた検出器が好ましいが、２次元画像センサとして優れるＦＰＤが特に好ましい。画素サイズは１０〜２００μｍが好ましく、５０〜１５０μｍであればより好ましい。パネル全体の大きさは適宜選択される。

Ｘ線検出器１７は、Ｘ線管８又は光源としてのマルチスリット１１との距離Ｌtotalが０．５ｍ以上となるように設定されるようになっており、また、距離Ｌtotalの上限は、放射線画像撮影装置１を室内で使用することや放射線画像撮影装置１の精度や強度等を考慮して２ｍ程度に設定される。

放射線画像撮影装置１に対する各種設定やその動作の制御は、図６に示す制御装置２０で行われるようになっている。制御装置２０は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ(Read Only Memory)、ＲＡＭ（Random Access Memory）等がバスで接続されたコンピュータで構成される。

放射線画像撮影装置１が設置された同じ室内に制御装置２０を設置することも可能であるが、本実施形態では、制御装置２０は、ネットワークＮを介して放射線画像撮影装置１に接続されている画像処理装置３０を構成するコンピュータを利用して構築されている。すなわち、制御装置２０と画像処理装置３０とが同じコンピュータを用いて構成されている。なお、制御装置２０を、ネットワークＮを介して接続される画像処理装置３０とは別体のコンピュータ内に構成することも可能である。

制御装置２０は、図６に示すように、前述したＸ線管８や電源部１０、駆動装置６、位置調整装置９、温度センサ１５ａ、１６ａのほか、照射されたＸ線量の検出を行う放射線量検出装置２１や、入力装置２２ａ及び表示装置２２ｂを備える操作装置２２等に接続されている。

制御装置２０のＲＯＭ等のメモリには、放射線画像撮影装置１各部を制御するための制御プログラム及び各種処理プログラムが記憶されている。制御装置２０は、キーボードやマウス、コントローラ等の入力装置２２ａから入力されるオペレータの入力に基づいて、メモリから制御プログラム及び各種処理プログラムを読み出して、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ等の表示装置２２ｂに制御内容を表示させながら放射線画像撮影装置１各部の動作を統括的に制御する。

例えば、入力装置２２ａから放射線画像撮影装置１の方式としてタルボ干渉計方式とタルボ・ロー干渉計方式のいずれかが入力され、前述したように使用されるＸ線管８の管電圧が設定されると、Ｘ線管８から照射されるＸ線の平均エネルギーが決まり、Ｘ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌ又は光源としてのマルチスリット１１と第一回折格子１５との距離Ｌの許容範囲や、第一回折格子１５と第二回折格子１６との間の距離Ｚ１が決まる。また、前述したように第二回折格子１６とＸ線検出器１７とを密着させた場合、図２において、仮にＸ線管８から被写体台１２までの距離をR1、被写体台１２からＸ線検出器１７までの距離をR2とすると、被写体台１２の位置により被写体Ｈの拡大率は（R1＋R2）／R1で決まる。

そこで、本実施形態では、制御装置２０は、入力装置２２ａを介して装置の方式やＸ線管８の管電圧、距離Ｌ、距離Ｚ１、拡大率等が入力されると、それに基づいて位置調整装置９を駆動させて、被写体台１２に対してＸ線管８やマルチスリット１１、第一回折格子１５、第二回折格子１６、Ｘ線検出器１７の位置調整を行う。マルチスリット１１についてはこの上下方向の位置調整のほか、設定された装置の方式に応じて位置調整装置９の駆動により保持部材７の軸周りに回動されてＸ線の光路上に配置され（タルボ・ロー干渉計方式の場合）、或いは光路上から離脱される（タルボ干渉計方式の場合）。

そして、それらの位置関係を保ったまま支持基台３の昇降により被写体台１２を昇降させ、被検者が疲れにくい姿勢をとるように位置調整を行う。

なお、被写体台１２と第一回折格子１５等とが接触しないように位置調整されなければならないため、前述した距離R1、R2には限界があり、従って、拡大率（R1＋R2）／R1も設定できる範囲が限られる。そのため、装置の方式やＸ線管８の管電圧、距離Ｌ、距離Ｚ１、拡大率が入力された段階で表示装置２２ｂに拡大率の設定可能な範囲を表示するように構成することも可能である。

また、あらかじめ装置の方式と使用されるＸ線管８の管電圧に対して好適な距離Ｌや距離Ｚ１のＬＵＴ（Look Up Table）を用意しておき、装置の方式と管電圧が入力されると自動的に距離Ｌや距離Ｚ１が設定されるように構成することも可能である。この場合、装置の方式と管電圧が入力されると自動的にＸ線管８や第一回折格子１５、第二回折格子１６、Ｘ線検出器１７の位置調整が行われ、拡大率が入力されると、それに応じてそれらと被写体台１２との位置調整が行われる。

さらに、本実施形態では、タルボ・ロー干渉計方式の場合、Ｘ線管８の下方に配置されるマルチスリット１１とＸ線管８との距離は予め設定された距離に設定されるようになっているが、これを装置の方式やＸ線管８の管電圧等の入力と同時に入力して設定したり、装置の方式と使用されるＸ線管８の管電圧に対して好適な距離を設定するＬＵＴを用意しておくようにしてもよい。

また、制御装置２０は、タルボ干渉計方式とタルボ・ロー干渉計方式のいずれかが入力され、使用されるＸ線管８の管電圧が設定されると、前述したように、装置の方式に応じてＸ線管球のターゲットの角度を変えてＸ線管８の焦点径の切り換えを行う。

制御装置２０は、このようにしてＸ線管８等の位置調整とともに、駆動装置６を駆動して支持軸５を図３のＣＷ方向又はＣＣＷ方向に回動させ、撮影装置本体部４を被写体Ｈ周りに回動させて放射線照射角度を調節する。

また、制御装置２０は、放射線画像撮影装置１の稼動時には、電源部１０から供給された電力に従ってＸ線管８から照射されたＸ線を被写体Ｈに照射し（タルボ・ロー干渉計方式の場合にはマルチスリット１１で多光源化させて被写体Ｈに照射し）、放射線量検出装置２１が検出したＸ線量が予め設定されたＸ線量に達すると、電源部１０からＸ線管８への電力の供給を停止してＸ線の照射を停止させる。なお、Ｘ線の照射条件は、放射線量検出装置２１が検出するＸ線量以外の要素、すなわち例えばＸ線検出器１７の種類等も加味されて適宜設定される。

本実施形態では、制御装置２０は、駆動装置６を駆動して支持軸５を回転させて撮影装置本体部４を回転させ、Ｘ線管８や第一回折格子１５、第二回折格子１６、Ｘ線検出器１７（タルボ・ロー干渉計方式の場合にはさらにマルチスリット１１）を被写体Ｈの周囲で回転させることで、被写体Ｈに複数の方向からＸ線を照射して連続的に撮影することができるようになっている。なお、撮影装置本体部４の回転量や撮影タイミング（回転角度が何度ごとに撮影するかのタイミング）等は、入力装置２２ａから入力されて設定される。

また、制御装置２０は、第一回折格子１５と第二回折格子１６に配設された温度センサ１５ａ、１６ａにより測定された第一回折格子１５と第二回折格子１６の温度が、予め設定された温度以上か否かの判断を行う。本実施形態では、制御装置２０は、第一回折格子１５の温度と第二回折格子１６の温度の少なくとも一方が予め設定された温度以上になった場合には、警告を行う。警告は、表示装置２２ｂを制御して警告する旨を視覚的或いは聴覚的な報知により表示をさせる。

なお、前述したように電流の向きや電流の大きさを制御して加熱や冷却を行うことができるペルチェ素子等が第一回折格子１５や第二回折格子１６に配設されている場合には、温度センサ１５ａ、１６ａが測定した第一回折格子１５と第二回折格子１６の温度が上昇又は下降する場合にペルチェ素子等を作動させて第一回折格子１５と第二回折格子１６の温度が所定の温度範囲に収まるように制御することも可能である。

本実施形態では、さらに、制御装置２０は、後述するように被写体Ｈを被写体台１２に載置しない状態で検出されるモアレ縞画像（後述する図７のモアレ縞Ｍ参照）に基づいて第一回折格子１５や第二回折格子１６に温度による歪みや経時的な歪みが生じたか否かを判断するように構成されている。

具体的には、制御装置２０は、放射線画像撮影装置１が工場から出荷されて室内に設置された段階や第一回折格子１５及び第二回折格子１６を交換した段階で、装置の稼動開始前に被写体Ｈを被写体台１２に載置しない状態で撮影されたモアレ縞画像をＲＡＭ等のメモリに記憶しておく。そして、設定された放射線画像撮影装置１の使用時間を経過したりＸ線の照射回数が所定の回数に達したりするなど予め設定された条件を満たした段階で、改めて被写体Ｈを被写体台１２に載置しない状態でモアレ縞画像を撮影する。定期的にモアレ縞画像を撮影するように構成してもよい。

そして、稼動開始前に撮影したモアレ縞画像をメモリから読み出して比較して、今回撮影されたモアレ縞画像が、稼動開始前に撮影したモアレ縞画像に比べてモアレ縞の間隔が所定量以上拡大し又は縮小した、モアレ縞の一部又は全部が曲がった、モアレ縞のうち照射されたＸ線が最大の部分と最小の部分との検出量の差が所定量以上に拡大又は縮小した等の条件を満たす場合に、制御装置２０は、第一回折格子１５や第二回折格子１６の回折部材（格子）に歪みが生じたと判断する。なお、この操作はタルボ干渉計方式或いはタルボ・ロー干渉計方式のいずれか一方の方式で行ってもよく、両方の方式で行ってもよい。

制御装置２０は、このようにして第一回折格子１５や第二回折格子１６の回折部材に歪みが生じたと判断すると、表示装置２２ｂを制御して警告する旨を視覚的或いは聴覚的な報知により表示をさせて警告を行う。

また、本実施形態では、制御装置２０は、撮影されたＸ線画像から異常陰影候補を検出するように構成されており、異常陰影候補を検出した場合には、その異常陰影候補をより鮮明に撮影するために装置をタルボ・ロー干渉計方式からタルボ干渉計方式に切り換えるようになっている。

Ｘ線画像からの異常陰影候補の検出は、例えば、本願出願人が先に提出した特開２００５−１０２９３６号公報に記載されている医用画像診断支援システムの技術により行うことができる。このシステムでは、Ｘ線画像等の医用画像を画像解析して特徴量を算出し、その特徴量に基づいて画像中から異常陰影候補を検出する。

なお、この放射線画像撮影装置１により撮影されたＸ線画像から異常陰影候補を検出する装置を図示しない診断支援装置として放射線画像撮影装置１とは別の装置として設け、ネットワークＮで放射線画像撮影装置１等と接続して放射線画像撮影システム１００内に設けるように構成することも可能である。

その場合、放射線画像撮影装置１の制御装置２０は、例えば、診断支援装置が異常陰影候補を検出してその情報が送信されると、その情報に基づいて放射線画像撮影装置１をタルボ・ロー干渉計方式からタルボ干渉計方式に切り換えるように構成することができる。

画像処理装置３０と画像出力装置５０とは、図１に示したように、ネットワークＮで放射線画像撮影装置１に接続されている。画像出力装置５０には、ＣＲＴディスプレイや液晶ディスプレイ等の表示装置や画像をフィルム出力するための現像装置等が含まれる。

画像処理装置３０は、ネットワークＮを介して放射線画像撮影装置１のＸ線検出器１７から画素ごとのＸ線画像データが送信されると、図示しないメモリに受信したＸ線画像データを一時記憶する。メモリとしては、大容量かつ高速の記憶装置であるハードディスク、ＲＡＩＤ（Redundant Array of Independent Disks）等のハードディスクアレイ、シリコンディスク等を用いることができる。

また、画像処理装置３０は、被写体Ｈが存在しない状態で予め放射線画像撮影装置１にモアレ縞画像を撮影させてそのＸ線画像データを送信させ、そのＸ線画像データをメモリに記憶しておく。このＸ線画像データを仮に基準Ｘ線画像データとする。そして、画像処理装置３０は、放射線画像撮影装置１による被写体Ｈの撮影作業が開始されると、被写体Ｈが存在する状態で放射線画像撮影装置１により撮影され送信されてきたＸ線画像データを基準Ｘ線画像データに基づいて補正する。

補正は、例えば画像上の位置ずれや感度ムラ（すなわち検出器の信号値の非一様性）等について行われる。すなわち、基準Ｘ線画像データにより画像上の一定の画素領域で位置ずれが生じることが分かっている場合には、送信されたＸ線画像データのその画素領域について位置ずれの分だけ元に戻す補正を行うことで、位置ずれを補正することができる。また、位置ずれ補正後のＸ線画像データを基準Ｘ線画像データで画素ごとに割り算することで、回折格子が存在することに起因する感度ムラのないＸ線画像を得ることができる。画像処理装置３０はこのように処理したＸ線画像データもメモリに保存する。

また、画像処理装置３０は、Ｘ線検出器１７により検出されたＸ線画像（モアレ縞画像）から被写体Ｈによる屈折効果によってＸ線が曲げられる角度の分布像（位相シフト微分像）への変換、位相シフト微分像を積分することによる位相のずれそのものを表す像の取得を行うことができる。前記変換や像の取得には、国際公開第２００４／０５８０７０号などに示される方法など公知の手法が用いられる。

また、本実施形態では、画像処理装置３０は、画像放射線画像撮影装置１から被写体Ｈを撮影する方向を変えて連続的に撮影された複数のＸ線画像データが送信されると、それらの複数のＸ線画像データに基づいて被写体Ｈの三次元画像を形成するようになっている。形成された三次元画像は、液晶ディスプレイ等に表示させたりフィルム出力させたりするなどして画像出力装置５０から出力される。なお、この場合、被写体Ｈを撮影した複数の二次元の画像データから三次元画像を形成する手法としては公知の手法が用いられる。

なお、このようにして得られた被写体Ｈの二次元画像や三次元画像に対してさらに処理を施すことも可能である。例えば、背景の淡色に対して軟骨部分が濃色で出力される画像の輝度を反転させて表示、フィルム出力させたり、或いは標準的な軟骨部分のモデルに対して大きく変化している部分を着色して表示、フィルム出力させたりすることで、症状が現れている部分を強調した画像等を得ることが可能となる。また、例えば、手の指にリウマチの症状が現れているような場合には、指の関節の角度を種々変化させた複数の三次元画像を得ることで動画像的に患部を観察することが可能となる。

なお、以上の操作はタルボ干渉計方式或いはタルボ・ロー干渉計方式のいずれか一方の方式の場合にのみ行ってもよく、両方の方式で行ってもよい。

次に、本実施形態の放射線画像撮影装置１において構成されるタルボ・ロー干渉計について説明し、マルチスリット１１や第一回折格子１５、第二回折格子１６の構成やそれらとＸ線検出器１７との位置関係等の説明とあわせて放射線画像撮影装置１の作用について説明する。

本実施形態においては、図７及び図８に示すように、Ｘ線管８から照射されたＸ線は、図８の場合はマルチスリット１１を透過して、被写体Ｈを透過し、第一回折格子１５及び第二回折格子１６を透過してＸ線検出器１７に入射するようになっている。図７に示すように、Ｘ線管８、第一回折格子１５及び第二回折格子１６によってタルボ干渉計が構成され、図８に示すように、Ｘ線管８、マルチスリット１１、第一回折格子１５及び第二回折格子１６によってタルボ・ロー干渉計が構成される。

図９は、図７及び図８におけるＩ−Ｉ断面図である。図７〜図９に示すように、第一回折格子１５は、基板１５１と、この基板１５１に配置された複数の回折部材１５２とを備え、被写体台１２及びこれに保持された被写体Ｈを透過して照射されたＸ線を回折することにより後述するタルボ効果を生じさせる。基板１５１は、例えばガラス等により形成される。なお、基板１５１の、回折部材１５２が配置されている面を回折格子面１５３とする。

複数の回折部材１５２は、いずれも、Ｘ線管８から照射されるＸ線の照射方向に直交する一方向、すなわち例えば図７や図８では上下方向に延びる線状の部材である。各回折部材１５２の厚みはほぼ等しくなっており、例えば１０〜５０μｍの範囲で形成される。

また、図９に示すように、複数の回折部材１５２相互間の間隔ｄ１は一定とされており、回折部材１５２相互間の間隔は等間隔とされている。間隔ｄ１は３〜１０μｍ程度に形成される。間隔ｄ１は格子周期や格子間隔とも呼ばれる。なお、複数の回折部材１５２における相互間の間隔ｄ１及び各回折部材１５２の幅は特に限定されず、回折部材１５２相互間の間隔と各回折部材１５２の幅が等しくなるように形成してもよいし、異なるように形成してもよい。

複数の回折部材１５２を構成する材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば金、銀、白金等の金属を用いることができる。回折部材１５２は例えば基板１５１の上にこれらの金属をめっき、蒸着等することにより形成される。回折部材１５２は、回折部材１５２に照射されたＸ線の位相速度を変化させるものであり、回折部材１５２としては、照射されるＸ線に対して約８０°〜１００°、好ましくは９０°の位相変調を与える、いわゆる位相型回折格子を構成するものであることが好ましい。Ｘ線はかならずしも単色である必要はなく、上記条件を満たす範囲のエネルギー幅（つまり波長スペクトル幅）を有しても構わない。

図１０は、図７及び図８におけるＩＩ−ＩＩ断面図である。図７、図８及び図１０に示すように、第二回折格子１６は、前記第一回折格子１５と同様に基板１６１と複数の回折部材１６２とを備える。なお、基板１６１の、回折部材１６２が配置されている面を回折格子面１６３とする。

ここで、第二回折格子１６の回折部材１６２相互間の間隔ｄ２は、Ｘ線管８から第二回折格子１６までの距離Ｌ＋Ｚ１と間隔ｄ２との比が、Ｘ線管８から第一回折格子１５までの距離Ｌと第一回折格子１５における間隔ｄ１との比にほぼ等しくなるように構成される。なお、第二回折格子１６の回折部材１６２相互間の間隔ｄ２を第一回折格子１５の回折部材１５２相互間の間隔ｄ１と例えば同一となるように構成することも可能である。また、第二回折格子１６の各回折部材１６２の幅は、第一回折格子１５の各回折部材１５２の幅と同一となっている。

第二回折格子１６は、その回折部材１６２の延在方向が、第一回折格子１５の回折部材１５２の延在方向に対して後述するように相対的に微小角θだけ回転した状態で配置されており、第一回折格子１５により回折されたＸ線を回折することにより、画像コントラストを形成する構成となっている。第二回折格子１６については、回折部材１６２をより厚くした振幅型回折格子であることが望ましいが、第一回折格子１５と同様の構成とすることも可能である。

次に、マルチスリット１１の構成について説明する。放射線画像撮影装置１がタルボ・ロー干渉計方式として使用される場合には、図１１に示すように、マルチスリット１１と第一回折格子１５とは距離Ｌだけ離れている。また、マルチスリット１１の１つのスリット１１１ａを通過したＸ線は、後述するように例えば第一回折格子１５の回折部材１５２ａの自己像と回折部材１５２ｂの自己像を第一回折格子１５から距離Ｚ１だけ離れた位置に配置された第二回折格子１６（それとほとんど近接するＸ線検出器１７）上に形成する。

また、マルチスリット１１のスリット１１１ａに隣接するスリット１１１ｂを通過したＸ線によっても第一回折格子１５の回折部材１５２ａ、１５２ｂの自己像がそれぞれ第二回折格子１６上に形成される。すなわち、マルチスリット１１の各スリット１１１を通過したＸ線により第二回折格子１６上には第一回折格子１５の各回折部材１５２の自己像が縞状に形成される。

このとき、マルチスリット１１のスリット１１１のスリット間隔ｄ０が適切でないと、マルチスリット１１のスリット１１１ａ、１１１ｂを通過した各Ｘ線により第二回折格子１６上に形成された縞状の自己像が互いに打ち消しあってしまう。

しかし、図１１に示すように、スリット１１１ａを通過したＸ線による回折部材１５２ａの自己像と、スリット１１１ｂを通過したＸ線による回折部材１５２ｂの自己像とが、第二回折格子１６上のＹの位置で重なりあうようにスリット間隔ｄ０を調整すれば、それぞれの自己像の縞が重なり合い、いわばピントがあった状態とすることができる。

この場合、マルチスリット１１のスリット１１１のスリット間隔ｄ０、第一回折格子１５の回折部材１５２相互間の間隔（格子周期）ｄ１、マルチスリット１１と第一回折格子１５との距離Ｌ、及び第一回折格子１５から第二回折格子１６までの距離Ｚ１の間には、
ｄ０：ｄ１＝（Ｌ＋Ｚ１）：Ｚ１ …（１）
で表される関係が成立し、これを解くと、スリット間隔ｄ０は式（２）のように表される。

また、図１１では、マルチスリット１１のスリット１１１ａ、１１１ｂを通ったＸ線が第一回折格子１５の隣接する回折部材１５２ａ、１５２ｂの部分を通る場合を考察したが、Ｘ線が、例えば回折部材１５２ａの部分と、回折部材１５２ａから格子周期ｄ１の整数倍離れた位置にある回折部材１５２ｃや回折部材１５２ｄ等の部分を通る場合、すなわち式（２）のｄ１を整数ｐ倍してｐｄ１とした式（３）の関係が成り立つ場合でも、第一回折格子１５の自己像の縞がちょうど重なり合い、ピントがあう。

また、前述したようにＬ＋Ｚ１＋Ｚ２＝Ｌtotalであり、また、第二回折格子１６とＸ線検出器１７との距離Ｚ２はほぼ０であるから、式（３）は下記の式（４）のように表してもよい。

つまり、マルチスリット１１は、そのスリット１１１のスリット間隔ｄ０を式（３）や式（４）を満たすように適切に形成されれば、マルチスリット１１の各スリット１１１を通過した各Ｘ線が第二回折格子１６上で第一回折格子１５の自己像を有効に形成してその自己像が重なりあい、ピントがあったものとすることができる。

次に、放射線画像撮影装置１がタルボ干渉計方式又はタルボ・ロー干渉計方式として使用される場合に、Ｘ線管８やマルチスリット１１、第一回折格子１５、第二回折格子１６が干渉計を構成する条件について説明する。

まず、放射線画像撮影装置１が図７に示したタルボ干渉計方式として使用される場合に、Ｘ線管８、第一回折格子１５及び第二回折格子１６がタルボ干渉計を構成する条件を説明する。

第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１は、第一回折格子１５が位相型回折格子であることを前提にすれば、次の条件をほぼ満たさねばならない。ただし、ｍは整数、ｄ１は前述した第一回折格子１５の回折部材１５２相互間の間隔である。

タルボ効果とは、図１２を参照して説明すると、Ｘ線の平面波が第一回折格子１５を通過したとき、第一回折格子１５が位相型回折格子の場合、式（５）で与えられる距離において回折格子の自己像を形成することである。被写体Ｈが存在しない状態では、第一回折格子１５から式（５）で与えられる距離Ｚ１だけ離れた位置に第一回折格子１５の自己像、すなわち間隔ｄ１ごとの格子周期が若干拡大された回折部材１５２の像が現れる。

なお、式（５）で与えられる距離Ｚ１以外の位置では自己像は見えないか或いはピントがぼけた像になる。しかし、式（５）で与えられる距離Ｚ１の近傍では比較的ピントがあった状態が保たれる。従って、以下、式（５）で与えられる距離Ｚ１という場合、その近傍の距離も含まれる。また、実際の距離Ｚ１の設定においても、式（５）で与えられる距離Ｚ１から遊びが許容される。

そして、式（５）で与えられる距離Ｚ１の位置に、回折部材１６２の延在方向が第一回折格子１５の回折部材１５２の延在方向に対して相対的に微小角θだけ回転された状態の第二回折格子１６を置くとモアレ縞が現れ、Ｘ線検出器１７により図７に示したようなモアレ縞Ｍが映し出されたモアレ縞画像が検出される。この場合、発生するモアレ縞Ｍの間隔は、回折部材１５２の間隔ｄ１と相対的な微小角θとからｄ１／θで与えられる。

一方、Ｘ線管８と第一回折格子１５との間に被写体Ｈが存在すると、Ｘ線管８から照射されたＸ線は、被写体Ｈを透過する間に被写体Ｈにより位相がずれるので、第一回折格子１５に入射するＸ線の波面が歪む。したがって、第一回折格子１５の自己像はそれに依存して変形する。

そして、第一回折格子１５で回折されたＸ線が、第二回折格子１６を通過すると、Ｘ線の波面の歪みに応じてモアレ縞Ｍも被写体Ｈの形状に応じて歪む。その際、Ｘ線は被写体Ｈの内部を透過するから、Ｘ線は被写体Ｈの内部の形状によっても歪み、これらの歪みがモアレ縞Ｍの中に映し出されることになる。

その際、実際には、第一回折格子１５の自己像にも被写体Ｈによる歪みが反映されており、式（５）で与えられる距離Ｚ１の位置では間隔ｄ１ごとの格子周期が若干拡大された間隔となった回折部材１５２の回折縞の中に被写体Ｈ及びその内部の形状が反映される状態となる。しかし、この回折縞は通常のＸ線検出器１７の分解能では検出できず、したがって、被写体Ｈによる回折縞の歪みも検出されないため、このままでは被写体ＨのＸ線画像を得ることは困難である。

しかし、第二回折格子１６を第一回折格子１５に対して相対的に微小角θだけ回転してより縞の間隔が格子周期よりも格段に大きいモアレ縞画像を形成するように構成すれば、このモアレ縞Ｍは通常のＸ線検出器１７の分解能でも検出できるようになる。そして、被写体Ｈ及びその内部の形状に沿って歪んだモアレ縞Ｍを通常のＸ線検出器１７を用いて検出することで、被写体Ｈ及びその内部の形状が映し出された被写体ＨのＸ線画像を得ることが可能となる。

以上のようなタルボ干渉計を用いた本実施形態の放射線画像撮影装置１において、Ｘ線管８から照射される前述した１５〜６０ｋｅＶの平均エネルギーを有するＸ線の第一回折格子１５に入射する際の干渉性を高くするために、Ｘ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌは一定以上の距離を置くことが必要となる。

前述したように、放射線画像撮影装置１がタルボ干渉計方式として使用される場合には、Ｘ線管８の焦点径ａは、１μｍ以上に設定されるが、Ｘ線管８の焦点径ａが最小の１μｍで、Ｘ線の平均エネルギーが最高の６０ｋｅＶの場合には、Ｘ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌは０．５ｍ以上であることが必要となる。ただし、可干渉性（可干渉距離）は、距離Ｌに比例し、Ｘ線の平均エネルギーと焦点径に反比例するため、Ｘ線の平均エネルギーが６０ｋｅＶで可干渉性が得られた場合、例えばＸ線の平均エネルギーが１５ｋｅＶであればＸ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌは０．１２５ｍ（１２．５ｃｍ）以上にできるかまたは、Ｘ線管８の焦点径ａを４μｍまで広げても、同等の可干渉性が得られる。

また、第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１は前記式（５）で与えられるが、式（５）中にＸ線の波長λがあることから分かるように、距離Ｚ１はＸ線管８から照射されるＸ線の平均エネルギーに依存する。したがって、前述したように、第一回折格子１５の回折部材１５２相互間の間隔ｄ１を技術的に作製可能な３μｍ程度に形成し、照射されるＸ線の平均エネルギーが１５〜６０ｋｅＶの範囲である場合、第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１は０．０５ｍ以上であることが必要となる。

なお、Ｘ線管８からＸ線検出器１７までの距離Ｌtotalの取り得る範囲の下限は、上記のように距離Ｌ、距離Ｚ１の制限（第二回折格子１６からＸ線検出器１７までの距離Ｚ２は０）に規定される。また、上限は特に限定されないが、本実施形態の放射線画像撮影装置１を室内で使用することを考慮すれば２ｍ程度とされる。

次に、放射線画像撮影装置１が図８に示したタルボ・ロー干渉計方式として使用される場合に、Ｘ線管８、マルチスリット１１、第一回折格子１５及び第二回折格子１６がタルボ・ロー干渉計を構成する条件について説明する。

この場合も、原理的には上記のタルボ干渉計方式の場合と同様であり、第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１は、前記（５）式を満たすように設定される。そして、図１３に示すように、マルチスリット１１の各スリット１１１を通過したＸ線により、それぞれ前述したタルボ効果が生じる。そして、各スリット１１１を通過したＸ線によって第一回折格子１５から距離Ｚ１だけ離れた位置に第一回折格子１５の自己像が形成されるが、その際、マルチスリット１１のスリット間隔ｄ０が式（３）や式（４）を満たすように構成されていれば、これらの自己像が第一回折格子１５から距離Ｚ１だけ離れた位置でちょうど重なり合い、ピントがあう。

そのため、式（５）で与えられる距離Ｚ１の位置に、回折部材１６２の延在方向が第一回折格子１５の回折部材１５２の延在方向に対して相対的に微小角θだけ回転された状態の第二回折格子１６を置くとモアレ縞が現れ、Ｘ線検出器１７により図８に示したようなモアレ縞Ｍが映し出されたモアレ縞画像が検出される。

一方、マルチスリット１１と第一回折格子１５との間に被写体Ｈが存在すると、Ｘ線管８から照射されマルチスリット１１を通過した各Ｘ線は、被写体Ｈを透過する間に被写体Ｈにより位相がずれるので、第一回折格子１５に入射する各Ｘ線の波面がそれぞれ歪む。したがって、第一回折格子１５の自己像はそれに依存して変形する。

そして、第一回折格子１５で回折された各Ｘ線が、第二回折格子１６を通過すると、各Ｘ線の波面の歪みに応じてモアレ縞Ｍも被写体Ｈの形状に応じて歪む。その際、Ｘ線は被写体Ｈの内部を透過するから、Ｘ線は被写体Ｈの内部の形状によっても歪み、これらの歪みがモアレ縞Ｍの中に映し出されることになる。このようにして、被写体Ｈ及びその内部の形状に沿って歪んだモアレ縞Ｍを通常のＸ線検出器１７を用いて検出することで、被写体Ｈ及びその内部の形状が映し出された被写体ＨのＸ線画像を得ることが可能となる。

以上のようなタルボ・ロー干渉計方式を用いた場合、Ｘ線管８の焦点径に対応するマルチスリット１１のスリット１１１の開口部の幅が最小の１μｍで、Ｘ線の平均エネルギーが最高の６０ｋｅＶの場合には、マルチスリット１１と第一回折格子１５との距離Ｌは０．５ｍ以上であることが必要となる。ただし、可干渉性（可干渉距離）は、距離Ｌに比例し、Ｘ線の平均エネルギーとスリット１１１の開口部の幅に反比例するため、Ｘ線の平均エネルギーが６０ｋｅＶで可干渉性が得られた場合、例えばＸ線の平均エネルギーが１５ｋｅＶであればマルチスリット１１と第一回折格子１５との距離Ｌは０．１２５ｍ（１２．５ｃｍ）以上にできるかまたは、マルチスリット１１のスリット１１１の開口部の幅を４μｍまで広げても、同等の可干渉性が得られる。

第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１が０．０５ｍ以上であることが必要となることは、タルボ干渉計方式の場合と同様である。

また、マルチスリット１１のスリット間隔ｄ０は、第一回折格子１５の回折部材１５２相互間の間隔（格子周期）ｄ１やマルチスリット１１と第一回折格子１５との距離Ｌ、第一回折格子１５から第二回折格子１６までの距離Ｚ１に対して前述した式（２）等の関係を有する。従って、間隔ｄ１や距離Ｌ、Ｚ１、さらにスリット幅に上記のような制限がある場合、スリット間隔ｄ０の設定範囲は２μｍ以上とされる。

このように、放射線画像撮影装置１をタルボ干渉計方式として使用する場合とタルボ・ロー干渉計方式として使用する場合とで種々の設定条件が異なる。そのため、制御装置２０は、例えば前述したように撮影されたＸ線画像から異常陰影候補を検出し、或いは放射線画像撮影システム１００の診断支援装置がＸ線画像から異常陰影候補を検出してその情報が送信されると、その異常陰影候補をより鮮明に撮影するために、図２や図３に示したタルボ・ロー干渉計方式からタルボ干渉計方式に切り換える。

その場合、制御装置２０は、マルチスリット１１を保持部材７の軸周りに回動させてＸ線の光路上から離脱させるとともに、Ｘ線管球のターゲットの角度を変えてＸ線管８の焦点径を切り換える。また、タルボ・ロー干渉計方式ではマルチスリット１１と第一回折格子１５との距離として調整されていた距離Ｌが、タルボ干渉計方式ではマルチスリット１１が離脱され、Ｘ線管８と第一回折格子１５との距離として調整されるようになるなど調整すべき対象が多少変わるため、必要に応じてＸ線管８や第一回折格子１５、第二回折格子１６、Ｘ線検出器１７の位置調整を適宜行う。

タルボ干渉計方式からタルボ・ロー干渉計方式に切り換える場合には、制御装置２０は、上記と逆の操作を行う。

以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１によれば、装置を医療用に用いる場合、１５〜６０ｋｅＶという比較的狭い平均エネルギーの範囲のＸ線しか照射できないが、そのような場合でも、第二回折格子１６をＸ線検出器１７に当接させるように配設し、マルチスリット１１と第一回折格子１５との距離Ｌ、第一回折格子１５と第二回折格子１６との距離Ｚ１、及びマルチスリット１１のスリット間隔ｄ０を上記のように規定することで、タルボ効果を十分に発揮させてモアレ縞画像中に被写体Ｈ及びその内部の形状を精度良く検出することが可能となる。

また、照射するＸ線の平均エネルギーを１５ｋｅＶ未満だと、照射するＸ線のほとんど大部分が被写体で吸収されてしまうために、被写体の被曝線量が非常に大きくなってしまい、臨床での利用は好ましくないが、１５ｋｅＶ以上とすることでそのような問題を回避することができるとともに、１回の撮影ごとのＸ線の照射は数分の一秒間程度、長くても２〜３秒以下でＸ線の照射を完了することが可能となるため、被写体Ｈである人体の動きによるぶれがないＸ線画像を得ることが可能となる。また、照射するＸ線の平均エネルギーを６０ｋｅＶ以下とすることで、人体を構成する骨や軟部の組織等のコントラストが十分に得られる。

そのため、人体の軟骨組織等のように通常のＸ線撮影装置ではＸ線画像が得られ難い組織部分でもタルボ・ロー干渉計方式を用いてその辺縁部のコントラストを強調した良好なＸ線画像を得ることが可能となり、得られたコントラストが明確なＸ線画像を診断等に効果的に用いることが可能となる。

また、その際、複数のスリットが設けられたマルチスリットをＸ線管から照射されたＸ線の光路上に配置し又は光路上から離脱させること等でタルボ干渉計方式とタルボ・ロー干渉計方式を切り換え可能とし、各方式に対応してそれぞれＸ線源又はマルチスリットとＸ線検出器との距離、Ｘ線源又はマルチスリットと第一回折格子との距離、Ｘ線管の焦点径及びマルチスリットのスリット間隔を的確に設定することで、各方式の利点を生かしてＸ線の短時間の照射で十分明瞭なＸ線画像を得ることが可能となる。

そのため、例えば、タルボ・ロー干渉計方式でより広範囲に被写体を撮影し、タルボ干渉計方式に切り換えて患部等のより鮮明なＸ線画像を撮影することで、リウマチを代表とする関節疾患や、そのほとんどが軟部組織でありさらに微細な石灰化の検出が必要である乳房撮影、骨のほとんどが軟骨である小児撮影など通常のＸ線撮影装置ではＸ線画像が得られ難い組織部分でもタルボ干渉計方式やタルボ・ロー干渉計方式を用いてその辺縁部のコントラストを強調した良好なＸ線画像を得ることが可能となる。

また、放射線画像撮影システム１００の画像処理装置３０により適切に画像処理を行うことで、より鮮明なＸ画像が得られるとともに、被写体Ｈの三次元画像や症状が現れている部分を強調した画像等を得ることが可能となる。

なお、図２や図３に示した本実施形態に係る放射線画像撮影装置１のように、被写体Ｈを載置する被写体台１２を、マルチスリット１１と第一回折格子１５の間（装置をタルボ干渉計方式として用いる場合はＸ線管８と第一回折格子１５の間）に置くように構成する代わりに、例えば図１４に示す放射線画像撮影装置ように、被写体Ｈを載置した被写体台１２を、第一回折格子１５と第二回折格子１６の間に配置するように構成することも可能である。

その際、本実施形態の放射線画像撮影装置１に比べて、第一回折格子１５がマルチスリット１１やＸ線管８に接近する状態となる。第一回折格子に入射するＸ線は可干渉性を有する必要があり、そのためには、装置を図１４に示したタルボ・ロー干渉計方式として用いる場合に用いられるマルチスリット１１の各スリット１１１の開口部の幅（すなわちいわゆるスリット幅）は、１〜５０μｍ程度に、好ましくは７〜３０μm程度に形成される。これにより、第一回折格子１５に入射するＸ線が可干渉性を有するようになり、Ｘ線管８から照射されたＸ線が多光源化される。

また、マルチスリット１１を回動させて、装置をタルボ干渉計方式として用いる場合には、Ｘ線管８の焦点径ａをより小さく設定する必要が生じる。そのため、Ｘ線管８の焦点径は、上記の平均エネルギーの範囲のＸ線を照射でき、且つ実用上の出力強度が得られるように０．１μｍ以上に設定される。
また、Ｘ線管８の焦点径ａが最小の１μｍで、Ｘ線の平均エネルギーが最高の６０ｋｅＶの場合には、Ｘ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌは０．５ｍ以上であることが必要となる。ただし、可干渉性（可干渉距離）は、距離Ｌに比例し、Ｘ線の平均エネルギーと焦点径に反比例するため、Ｘ線の平均エネルギーが６０ｋｅＶで可干渉性が得られた場合、例えばＸ線の平均エネルギーが１５ｋｅＶであればＸ線管８と第一回折格子１５との距離Ｌは０．１２５ｍ（１２．５ｃｍ）以上にできるかまたは、Ｘ線管８の焦点径ａを４μｍまで広げても、同等の可干渉性が得られる。図１４で示すように、第一回折格子１５をＸ線管８と被写体Ｈとの間に配置するように構成したため、第一回折格子１５を小面積に形成することが可能となり、作製作業が容易となるとともに、回折格子の製造ムラ等によって生じるＸ線画像のぶれ等の影響が低減され、より高精細なＸ線画像を得ることが可能となる。

１ 放射線画像撮影装置
８ Ｘ線管
１１ マルチスリット（Ｘ線管用の格子）
１１１ スリット
１２ 被写体台
１５ 第一回折格子
１６ 第二回折格子
１５ａ、１６ａ 温度センサ
１５２、１６２ 回折部材
１７ Ｘ線検出器
２０ 制御装置
３０ 画像処理装置
５０ 画像出力装置
１００ 放射線画像撮影システム
ａ Ｘ線管の焦点径
ｄ０ スリット間隔
Ｈ 被写体
Ｌ マルチスリットと第一回折格子との距離
Ｍ モアレ縞
Ｚ１ 第一回折格子と第二回折格子との距離

Claims (2)

1. Ｘ線を照射するＸ線管と、
   被写体台と、
   複数の格子と、
   前記複数の格子を通過したＸ線を検出するＸ線検出器と、
   を備え、
   前記複数の格子を相対的に移動させて、複数の撮影を行い、生成された複数の画像に基づいて、被写体の撮影部位の画像を再構成する放射線画像撮影装置であって、
   手指の関節を前記被写体の撮影部位とし、
   前記Ｘ線管、前記被写体台、前記複数の格子、および前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線管から前記被写体台および前記複数の格子を介して前記Ｘ線検出器に照射されるＸ線の照射方向が床面に対して鉛直方向になるように配列され、
   前記被写体台は、被検者側に向けて水平方向に、前記Ｘ線検出器の端部より外側に突出し、前記被写体の手指から肘にかけての部分を載置可能に構成されていることを特徴とする放射線画像撮影装置。
2. 前記被写体台は、鉛直方向に昇降可能であることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影装置。

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